Véráramlás modellezése a nagyvérköri artériákban és vénákban

Átírás

1 Budapesti M szaki és Gazdaságtudományi Egyetem Gépészmérnöki Kar Hidrodinamikai Rendszerek Tanszék Véráramlás modellezése a nagyvérköri artériákban és vénákban Doktori disszertáció Készítette: Bárdossy Gergely okleveles gépészmérnök Konzulens: Dr. Halász Gábor egyetemi tanár november 30., Budapest

2 Köszönetnyilvánítás Ezúton szeretnék köszönetet mondani témavezet mnek, Dr. Halász Gábornak a szakmai irányításért és a doktori munka évei alatt nyújtott támogatásért. Köszönönettel tartozom továbbá Dr. Kullmann Lászlónak és Dr. Paál Györgynek a szakmai támogatásért, illetve a publikációkban nyújtott segítségért. Köszönetet mondok Dr. Iris Pantlénak és Dr. Pritz Balázsnak akik a Technische Universität Karlsruhe FSM tanszékén végzett kutatásaim során nyújtottak szakmai segítséget. Továbbá szeretném megköszönni a Tanszéken dolgozó valamennyi kollégám segítségét és odagyelését. Nem utolsó sorban pedig hálával tartozom a családomnak és barátn mnek, akik mellettem álltak és támogattak a munkámban.

3 Tartalomjegyzék 1. Bevezetés 1 2. Irodalmi áttekintés Élettani alapok Érhálózat, érfal modellezés Az artériás érhálózat modellezése és számítása Érfal anyagmodellek Centrális aortanyomás meghatározása Érfal összenyomódás, vénás izompumpa, kapcsolt szimulációk Hemodinamikával kapcsolatos kutatások a Budapesti M szaki és Gazdaságtudományi Egyetemen Viszkoelasztikus anyagmodell Elméleti háttér Állandó hullámterjedési sebesség Deformációfügg hullámterjedési sebesség Interpoláció a karakterisztikus rács mentén Számítások érhálózatra Számítási eredmények Egy érszakaszra végzett számítások Az áramló folyadék anyagtulajdonságainak vizsgálata A módszer hálófüggetlenségi vizsgálata Érhálózatra végzett számítások Centrális aortanyomás számítása ("visszaszámolás") Visszaszámolás egy érszakasz mentén Visszaszámolás hálózatban Eredmények az artériás hálózatban i

4 5. Érfal összenyomódás modellezése Matematikai modell az érfali összenyomódás leírására Számítási eredmények Mér berendezés az összenyomódás modellezésére Id ben állandó tartálynyomás (validáció) Id ben változó tartálynyomás (vénás izompumpa modellezése) Kapcsolt szimulációk (FSI) FSI modul felépítése Interpolációs módszerek Konzervatív interpoláció Alternatív interpoláció Hálómozgatás Stacionárius számítások, validáció Összefoglalás Eredmények összefoglalása Tézispontok Kitekintés A. Mellékletek 91 A.1. "Visszaszámolás" érhálózatban, vezérl állomány szerkezete A.2. Kapcsolat a Young-féle hullámterjedési sebesség és a Moens-Korteweg összefüggés között ii

5 Jelmagyarázat β Nemlinearitást kifejez kitev, V Térfogatváltozás, [m 3 ] δ δ x Cs fal (érfal) vastagság [m] Falvastagság, [m] Áramlási térhez kapcsolódó csomóponti elmozdulásvektor [m] σ Feszültségtenzor [ N m 2 ] η Csillapítási tényez, [P as] κ Görbület [ 1 m ] ν ρ Kinematikai viszkozitás, [ m2 s ] S r ség, [ kg m 3 ] σ Feszültség, [P a] A Felületelem vektor [m 2 ] F u ε ε A Er vektor, [N] Szilárd testhez kapcsolódó csomóponti elmozdulásvektor [m] Relatív megnyúlás, [ ] Relatív felületi megnyúlás, [ ] A Felület, [m 2 ] a Hullámterjedési sebesség, [ m s ] C d Compliance, [ m3 P a ] Cs átmér (érátmér ), [m] iii

6 E Rugalmassági modulusz, [P a] h k Geodetikus magasság, [m] Excentricitás (melléktengely/f tengely) [ ] M Hajlítónyomaték, [N m] N e Elemi alakfüggvény [ ] P Normalizált nyomás, [ 1 m 3 ] p Nyomás, [P a] p t Transzmurális nyomás, [P a] Q R R 0 t V Térfogatáram, [ m3 s ] Áramlási ellenállás, [ P as m 3 ] Érszakasz nyugalmi sugár, [m] Általános id koordináta, [s] Nyíróer, [N] v Áramlási sebesség, [ m s ] x Általános helykoordináta, [m] iv

7 1. fejezet Bevezetés A vérkeringés alapvet funkciót lát el az emberi szervezetben. A keringési rendszer f szerepei közé tartozik a sejtek oxigénnel és tápanyaggal való ellátása, illetve a salakanyagok és a szén-dioxid elszállítása. Emellett számtalan egyéb feladata van a kardiovaszkuláris rendszernek, ezek részletes leírása megtalálható Monos [60], Fonyó [23], Schmidt [75], illetve Fung [25] m veiben. A kardiovaszkuláris rendszer tulajdonságainak és m ködésének biomechanikai szempontból történ vizsgálatára épül tudományág a hemodinamika (Monos [60]). A keringési rendszert két részre osztják fel: nagy- és kisvérkörre. A nagyvérkör feladata, hogy az oxigénben és tápanyagban dús vért eljuttassa a szervezet sejtjeihez, illetve elszállítsa a salakanyagokat és a felgyüleml szén-dioxidot. A kisvérkör a szén-dioxidban dús vért juttatja el a tüd höz, ahol megtörténik a szén-dioxid leadása majd pedig az oxigénfelvétel. A nagyvérkört két részre, artériás és vénás rendszerre bonthatjuk fel. Az artériás hálózaton keresztül jut el a vér a test sejtjeihez. A vénás hálózat ezzel szemben összegy jti a vért és visszajuttatja a szívhez. Napjainkban a keringési rendszer megbetegedései okozzák a legtöbb elhalálozást a fejlett és a fejl d országokban. A WHO évi halálozási adatbázisa szerint Magyarországon a halálesetek 52 százalékát a keringéssel kapcsolatos megbetegedések okozták. A magas mortalitási ráta is mutatja, hogy kiemelten fontos feladat a vérkeringéssel kapcsolatos betegségek kiváltó okainak megismerése, illetve a megfelel terápiás eljárások kifejlesztése - ez alapvet en orvosi feladat. Ugyanakkor az okok feltárásához szükséges a véráramlással kapcsolatos zikai mechanizmusok ismerete. Ebben lehet segítségére az áramlástan az orvostudománynak. A Budapesti M szaki és Gazdaságtudományi Egyetem Gépészmérnöki Karához tartozó Hidrodinamikai Rendszerek Tanszéken 2002 óta zajlanak kutatások a hemodinamika területén. Ezen belül számos kutatási részterület létezik. Ezek között szerepel az artériás érhálózat modellezése. Az áramlástan alapegyenletei (mozgásegyenlet és kontinuitás egyenlet), illetve az érfal viselkedését leíró anyagmodellek segítségével felépíthet egy érhálózati modell. A hálózat ágait az erek egydimenziós, elosztott paraméter modelljei alkotják. A modellhálózaton számítógépes szimulációk futtathatók, amelyekkel vizsgálni lehet az érrendszer különböz tulajdonságait: az egyes érszakaszokban fellép nyomáshullámok, sebesség-id görbék, illetve a hullámterjedési sebesség és a deformáció 1

8 id beli változása számíthatók ilyen módon. A megfelel anyagmodell kiválasztása és az áramlást leíró egyenletekbe való beillesztése a jelen munka egyik feladata. Egy másik probléma, ami foglalkoztatja az orvostudományt, a centrális aortanyomás meghatározása. A legfrissebb orvosi kutatások is rámutatnak arra, hogy a centrális aortanyomás jobban jelzi el re a kardiovaszkuláris események veszélyét, mint a perifériás (például a brachiálison mért) vérnyomás (Bereczki és Vastagh [10]). A centrális aortanyomás mérése azonban invazív módon történik, ami körülményes mérési technika és kockázati tényez ket is hordoz magában. Ennek kiváltására a brachiálison mért vérnyomásjelb l próbálnak meg becslést adni a centrális aortanyomásra. Különböz módszereket fejlesztettek ki erre a célra, de az alkalmazott összefüggéseket általában empírikus módon határozták meg. A rendelkezésre álló artériás modellhálózat segítségével azonban kifejleszthet egy olyan módszer, ami az áramlástani egyenletek, illetve az anyagmodell felhasználásával számítja ki a centrális aortanyomás értékét. Ehhez azonban szükséges egy olyan számítási eljárás, amely képes "visszafelé" számolni. A perifériákon adott vérnyomás id jel alapján kell visszaszámolni a centrális aortás vérnyomás id jelét. Ennek az eljárásnak a kifejlesztését és az alkalmazását is bemutatjuk a disszertációban. A hálózatszámítás során az egyes artériás szakaszokat egydimenziós ágelemekkel modellezzük, így adott keresztmetszethez egy nyomás és egy sebesség érték tartozik. Ahhoz, hogy egy adott érszakaszról több információt nyerjünk, ki kell ragadnunk azt a hálózatból és alaposabb vizsgálatnak kell alávetni. Háromdimenziós CFD (Computational Fluid Dynamics) szimulációkat végrehajtásával az érszakasz térbeli áramlástani modelljében a nyomás- és sebességmez válik ismertté. Ezt kiegészíthetjük azzal, hogy az érfalat rugalmasnak tekintjük és számítjuk a nyomás és a csúsztatófeszültségek hatására kialakuló alakváltozást. Az ilyen kapcsolt FSI (Fluid-structure interaction) szimulációkhoz megfelel interpolációs módszerekre van szükség, amelyek összekötik egymással az áramlási teret az alakváltozásra képes testtel. A jelen munkában bemutatunk egy újfajta interpolációs módszert. A vénás érhálózat több szempontból is eltér az artériás hálózattól. Egyrészr l a vénákban uralkodó átlagos vérnyomás jelent sen kisebb az artériákban mérhet nél. Másrészt pedig a vénás érfal rugalmassági modulusza is kisebb, így a vénák tágulékonyabbak. Ezt igazolja az a tény, hogy nyugalmi helyzetben a vénás rendszer tárolja az összes vérmennyiség nagyjából 70%-át. További eltérés a véráramlást létrehozó mechanizmusokban tapasztalható: míg az artériás érrendszerben a szív által indukált nyomás hatására jön mozgásba a vér, addig a vénás érrendszerben több hatás együttesen alakítja a véráramlást. A szív által biztosított nyomáskülönbség itt is fontos szerepet játszik, de ez önmagában nem elegend. A véráramlást segíti a vénákat körülvev izmok összehúzódása és elernyedése (ún. izompumpa hatás), illetve a vénák mellett haladó artériák pulzálása. Ennek következtében az egyes vénaszakaszok periodikusan összenyomódnak majd pedig elernyednek. A visszaáramlást vénás billenty k gátolják, ezek áramlástechnikai szempontból visszacsapó szelepnek tekinthet k. Meg kell még említeni, hogy a légzés is befolyásolja a vénás véráramlást, amennyiben is a hasi és a mell ri vénákban a légz mozgások nyújtanak segítséget. Ezt nevezik thoracoabdominalis pumpaeektusnak (Molnár et al. [57]). Belégzés alatt csökken a mell ri nyomás, ami fokozza a vénákban fellép véráramot. 2

9 Mindegyik esetben küls hatásra (megfeszül izom, kitáguló artéria) összenyomódik egy adott vénaszakasz. Az összenyomódás következtében kiáramló vérmennyiség becsléséhez szükséges ismerni az ér által felvett alakot. Az összenyomódott, illetve összeroppant érszakasz alakjának számítására többféle módszert ismert. Egyik lehet ség, hogy egy kétdimenziós matematikai modellt alkalmaznak a keresztmetszet változás leírására. A másik lehet ség háromdimenziós kapcsolt FSI szimulációk futtatása. Az els esetben csak egy adott keresztmetszetben kapjuk meg az érfal alakját, míg a második esetben a teljes végs alak számítható. Ehhez ugyanakkor jelent sen nagyobb számítási kapacitásra van szükség. Mindkét módszert bemutatjuk, illetve a kapott eredményeket pedig összehasonlítjuk egymással. A Hidrodinamikai Rendszerek Tanszék tudományos oktató- és kutatólaboratóriumában elkészült egy mér berendezés az érfal összeroppanás jelenségének modellezésére. A mérésekb l származó eredményeket és az ezekb l levont következtetéseket szintén bemutatom a disszertációban. 3

10 2. fejezet Irodalmi áttekintés A vérkeringés kutatása több évszázaddal ezel tti id kre nyúlik vissza (Monos [60]). Magát a vérkeringés kifejezést ("circulatio") el ször Andrea Cesalpino használta a XVI. században. A "Questiones Peripatheticae" cím m vében a szívbillenty k m ködésével is foglalkozott, további könyveiben pedig már a vénabillenty k leírása is megjelenik. Cesalpino a teljes érrendszerr l alkotott szemléletében azonban az ókori Galenosnak (Kr.u. II. század) a tanait követte, amelyek számos ponton tévesek. A vérkeringés felfedezését ezért nem Cesalpinohoz, hanem William Harvey-hez kötik, aki 1628-ban jelentette meg az ezzel kapcsolatos f m vét (Harvey [31]). Ž írta le el ször, hogy a vérkeringés önmagába visszatér, zárt rendszer. Számtalan egyszer kísérlet végrehajtásával és meggyelésekkel tudta alátámasztani ezt az állítást. A vérkeringés rendszerének ismerete akkor vált teljessé, amikor Malpighi 1661-ben felfedezte az artériákat a vénákkal összeköt hajszálereket (Malpighi [53]) Élettani alapok A bevezetésben már tárgyaltuk, hogy a keringési rendszert kis- és nagy vérkörre tagolhatjuk. Ezek felépítésének és funkcióinak tömör összefoglalása megtalálható Fonyó [23], Schmidt [75], illetve Halász [28] m veiben. A nagyvérkör a bal szívkamrából indul: innen a f ver érbe (aorta) kerül a vér, majd az artériák, arteriolák, venulák és vénákon keresztül jut vissza a szív jobb pitvarába. A kisvérkör a jobb kamrából kezd dik és a tüd artériákon, tüd hajszálereken, tüd vénákon keresztül jut vissza a bal pitvarba. Mindkét vérkör esetén igaz, hogy az artériás rendszer nagynyomású ("nyomóvezeték"), a vénás rendszer pedig kisnyomású ("szívóvezeték"). Az artériás rendszer hajtóereje a szív, amely periodikus összehúzódásával és elernyedésével pumpálja a vért az aortába. Az összehúzódási periódus a szisztole, míg az elernyedési periódus a diasztole. Fontos megjegyezni, hogy a szív tömegáram-generátor, nem pedig nyomásgenerátor. A nagyobb artériákat nevezzük szélkazán (Windkessel) ereknek. A szív nagyjából csak a periódus harmadáig pumpál vért az aortába, ezalatt a szélkazán erek a beáramló vér hatására kitágulnak. A periódus hátralev részében a szélkazán erek összenyomódása generálja 4

11 az áramlást. Az erekben áramló vér inhomogén közeg, vérplazmából és vértestekb l áll. Önmagában a vérplazma newtoni folyadéknak tekinthet, azonban a vértestekkel együtt nem-newtoni közeget alkotnak. A vér s r sége nagyjából 1050 kg 6 m2, viszkozitása pedig A m 3 s viszkozitás azonban in vivo körülmények között anomáliákat mutat a newtoni közegekhez képest: kis átmér j csövekben a viszkozitás lecsökken, mert a vértestek axiális irányba rendez dnek. Ezenkívül a viszkozitás függ az axiális vérsebességt l is. Alacsony sebességeknél nagyobb, nagy sebességeknél kisebb viszkozitás mérhet. Az érfalat három réteg alkotja: a küls réteg az úgynevezett tunica adventitia, ez f leg a vénás érfalban fejlett. Rugalmas- és kollagén rostok, illetve simaizomsejtek alkotják. A középs réteg (tunica media) f leg az artériás érfalban fejlett. Alkotói rugalmas rostok, illetve f leg a kisebb artériákban simaizomsejtek. A bels réteget (tunica intima) az endothel sejtek - azaz laphám sejtek - alkotják. Alapvet en a tunica adventitia és a tunica media határozza meg az érfal mechanikai tulajdonságait. Az endothélium ebben nem játszik fontos szerepet, ugyanis mindössze egyetlen sejtrétegb l épül fel. Az endothel sejtek szabályozzák a szövetek és a vér közötti anyagcserét, nitrogén-monoxid segítségével hozzájárulnak a vérnyomás szabályozásához, illetve befolyásolhatják a vér viszkozitását. Az érfalat alkotó rugalmas és nem rugalmas komponensek felelnek azért, hogy miként függ az érszakasz keresztmetszete a benne uralkodó nyomástól. Deniálhatjuk az úgynevezett transzmurális nyomást (p t ), ami az érben uralkodó abszolút nyomás és az ér küls felületén uralkodó környezeti abszolút nyomás különbsége. Az érfal rugalmasságára jellemz paraméter a compliance, ami az egységnyi nyomásváltozás hatására kialakuló értérfogatváltozást fejezi ki (lásd Monos [60]): C = V p (2.1) A fenti összefüggésben p a nyomásváltozás, V pedig a p nyomásváltozás hatására kialakuló lumen térfogatváltozása (lásd Monos [59]). A compliance-t elosztva az érszakasz kezdeti térfogatával megkapjuk a disztenzibilitást. Hemodinamikában gyakran használatos mindkét kifejezés, mérnöki szempontból pedig fordítottan arányosak a rugalmassági modulusszal. Monos [58] szerint az érfalak úgynevezett bioviszkoelasztikus tulajdonságokkal rendelkeznek, tehát az érfali deformáció egyaránt függvénye a nyomásnak és az id nek. Továbbá a nyomásváltozás okozta deformáció során a felterhelés és a leterhelés görbéje között hiszterézis alakul ki (lásd 2.1. ábra). Itt meg kell azonban jegyezni, hogy az in vivo kísérletek mindig az érfal és a vér együttes hatását mutatják, a kett t nem lehet elválasztani egymástól. Más szavakkal, a viszkoelaszticitást, illetve ezen belül az itt taglalt hiszterézis jelenségét egyaránt okozhatja az érfal, illetve a vér mint áramló közeg. Itt fel kell hívni a gyelmet az úgynevezett tixotróp tulajdonságú folyadékokra. Ezekre a folyadékokra jellemz, hogy a csúsztatófeszültség növelése (felterhelés), illetve csökkentése (leterhelés) a deformációsebesség függvényében egymástól eltér görbéken valósul meg (lásd Lajos [49]), hiszterézis lép fel. Az erekben áramló vérre ezért úgy tekinthetünk, mint egy tixotróp fo- 5

12 lyadékra. Tixotróp anyagtulajdonságokkal rendelkezik az ásványolaj is, ezért a kísérleteink során többek között ezt alkalmazzuk a véráramlás modellezésére (lásd fejezet). (a) (b) 2.1. ábra. Az érben fellép transzmurális nyomás változása az értérfogat, illetve az érátmér függvényében (2.1(a) ábra: Nicolaides [61], 2.1(b) ábra: Stefanadis [76]). Látható a hiszterézis a fel- és leterhelési görbék között Érhálózat, érfal modellezés Az artériás véráramlás, illetve az artériás és vénás érfalak vizsgálatával kapcsolatosan számos kutatás folyt az elmúlt évtizedekben, évszázadokban. A jelen fejezet célja, hogy kritikai áttekintést adjon a témával kapcsolatos szakirodalomról. Bemutatjuk a terület fontosabb publikációit és néhányat az eddig elért eredmények közül Az artériás érhálózat modellezése és számítása Hales 1733-ban az artériás rendszert rugalmas kamraként modellezte (Hales [30]). Lényegében ez adta meg az alapját a Windkessel (azaz szélkazán) modellnek (Frank [24]). Ezt a modellt el szeretettel alkalmazzák például a perctérfogat (cardiac output - CO) becslésére (például McDonald [54] munkájában). A Windkessel modell nagy hiányossága viszont, hogy a hullámterjedési sebességet végtelen nagynak feltételezi. Az artériás érhálózatban kialakuló instacionárius áramlási viszonyokat többféle matematikai módszerrel vizsgálták az elmúlt évtizedekben. A legnépszer bbek ezek közül az impedancia módszer, illetve a karakterisztikák módszere. Az impedancia módszer az egydimenziós mozgásegyenletb l, illetve a kontinuitás egyenletb l indul ki. A nyomást és a sebességet átlagos és periodikus mennyiségek összegére bontja fel. Ezeket behelyettesítve az el bbi egyenletekbe megkapjuk az úgynevezett 6

13 "telegráf" egyenleteket. Az elnevezés abból adódik, hogy a nyomás helyére feszültséget, a sebesség helyére pedig áramer sséget helyettesítve az egyenletek érvényesek maradnak elektromos vezetékben haladó áram modellezésére. Bevezetésre kerül továbbá az úgynevezett hidraulikus impedancia, amely a nyomásingadozás és a sebességingadozás hányadosa. Az impedancia módszer egyik f hátránya azonban, hogy elhanyagolja a mozgásegyenletben fellép konvektív tagokat, tehát linearizálja a leíró egyenleteket. További korlátot jelent, hogy alkalmazása esetén csak periodikus gerjesztés adható meg peremfeltételként. Az impedancia módszert alapvet en fa struktúrát követ hálózatokra alkalmazzák, bár Streeter és Wylie [79] kidolgozott egy eljárást, amellyel egyszer hurkokat is gyelembe lehet venni. Ugyanakkor igen bonyolult megoldásról van szó, amelyet többszörösen hurkolt rendszerekre már csak korlátozottan lehet alkalmazni. Az impedancia módszer részletes ismertetése megtalálható Halász et al. [29] könyvében. Taylor [83] az impedancia módszerrel határozta meg egy elágazó cs hálózat bemeneti impedanciáját. Az érfal viszkoelaszticitását komplex kapacitással vették gyelembe. Ugyanakkor a hálózat felépítésében csak távoli hasonlóságot mutat az artériás rendszerrel. A kés bbiekben Westerhof és Noordergraaf [95], Avolio [5] és Stergiopulos et al. [77] végeztek számításokat az artériás érhálózatban impedancia módszerrel. Avolio [5] összetett hálózati gráfot hozott létre, amelyben az egyes ágakat az artériáknak feleltette meg. Az ágak csomópontokban futnak össze, az artériák végz déséhez pedig lineáris karakterisztikájú ellenállásokat helyezett. Az érhálózat kapcsolási vázlatát, az egyes érszakaszok geometriai paramétereit, illetve a rugalmassági moduluszokat korábbi munkákból (Noordergraaf [62] és Westerhof [94]) vette át. Az el zetes futtatások alapján azonban arra a megállapításra jutott, hogy a fels végtagok és a fej környéki részen kialakuló áramkép nem felel meg a mérési eredményeknek. További ágak hozzáadása megoldotta a problémát. A jelen munkában az általa összeállított artériás modellhálózatra fogunk támaszkodni. Avolio [5] a 128 ágból álló hálózatot (fa struktúra) impedancia módszerrel oldotta meg: az egyes artériaszegmensekre felírta a karakterisztikus impedanciákat. A hullámterjedési sebesség számításához a Moens-Korteweg (2.2) összefüggést használta az egyes artériás szakaszokban. Ez az összefüggés lineárisan rugalmas anyagtulajdonságot és összenyomhatatlan közeget feltételez (Moens [56], Korteweg [43]). Eδ a 0 = (2.2) 2ρR 0 ahol a 0 hullámterjedési sebesség, E rugalmassági modulus, δ falvastagság, ρ folyadék s r sége, R 0 érszakasz nyugalmi sugara. A hullámterjedési sebességnek ezt az alakját alkalmazta Lighthill is a kutatásai során (Lighthill [51]). Ez azonban azt is jelenti, hogy egy adott szakaszra állandó a hullámterjedési sebesség, tehát gyelmen kívül hagyja a nyomástól való függ ségét. Stergiopulos [77] egyszer bb, 55 ágból álló artériás modellhálózaton hajtotta végre számításait. Az áramlástani alapegyenleteket az úgynevezett módosított Windkessel módszerrel oldotta meg, amely tulajdonképpen ellenállások, illetve egymással párhuzamosan kapcsolt ellenállás-kapacitás párok sorba kapcsolásából áll. A számítási eljárásra úgy te- 7

14 kinthetünk, mint az impedancia módszer módosított változatára. A módszer részletes ismertetése megtalálható Porenta et al. [69] munkájában. Az artériás érfal modellezéséhez egy nemlineáris anyagmodellt alkalmaznak. Az anyagmodellel vették gyelembe, hogy a nyomásnövekedés és az ér tágulásának hatására az érfal rugalmassági modulusza megn, azaz lecsökken a compliance. Ugyankkor a korábban bemutatott hiszterézis jelenségét a Stergiopulos által használt anyagmodell nem tudja kezelni. Az impedancia módszer mellett a karakterisztikák módszerét használják el szeretettel az artériás véráramlás számítására. A módszer alkalmazásával két parciális dierenciálegyenletb l (mozgás- és kontinuitás egyenletek) közönséges dierenciálegyenlet rendszert kapunk. Id ben els rend közelítést alkalmazva úgynevezett karakterisztikus rács mentén megoldhatók az egyenletek. A módszer részletes ismertetése megtalálható Streeter és Wylie [79] és Halász et al. [29] m veiben, illetve a jelen munkában is, a 3.1. fejezetben. A karakterisztikák módszerének el nye, hogy sem linearitást (konvektív tagok elhanyagolása a mozgásegyenletb l), sem pedig periodicitást nem kell feltételeznünk. Streeter és Wylie olyan módszert dolgoztak ki, amelyben gyelembe veszik a cs fal rugalmassági moduluszának átmér t l való függését, azaz Porenta [69] modelljéhez hasonlóan növekv érfal átmér vel n a rugalmassági modulusz. Számítási módszerüket azonban nem célzottan az érhálózat modellezésére dolgozták ki, így például elhanyagolják az érfalban fellép viszkoelasztikus hatásokat. Ugyanakkor megemlítik, hogy a módszer alkalmas lehet az artériás érhálózat vizsgálatára. Anliker et al. [3], illetve Rockwell [73] egydimenziós, sz kül cs szakasszal modellezték az artériás hálózatot. A s r elágazások hatását folytonos elvétellel vették gyelembe. Az elvétel nagyságát a pillanatnyi nyomás, a térfogatáram és a szívt l való távolság függvényeként adták meg. Az áramlástani alapegyenletek megoldásához a karakterisztikák módszerét használták. Ezzel az egyszer nek mondható modellel is sikerült igen jó közelít eredményeket elérniük, ugyanakkor numerikus oszcillációk léptek fel, ha az érfal átereszt képességét gyorsan változtatták a hossz mentén. A valóságban azonban pont ilyen gyors változtatásokra lenne szükség, hiszen az érelágazásokban van elvétel, el tte és utána pedig nincs. Megállapíthatjuk, hogy jobb modellre van szükség az élettani valóság leírásához. Stettler et al. [78] továbbfejlesztették a modellt, amennyiben is a nagyobb elágazásokat koncentrált paraméter modellekkel vették gyelembe. A f ágat szegmensekre bontották fel, és itt a kontinuitás és a mozgásegyenletet oldották meg a karakterisztikák módszerével. A modellben már gyelembe vették ugyan a hullámterjedési sebesség rugalmassági modulusztól való függését, de a hullámterjedési sebességeket empirikus módon, korábbi mérések alapján számították. A kisebb ágakat továbbra is a f ág mentén fellép elvételként vették gyelembe. A korlátozott számítógépes kapacitás miatt az artériás modellhálózat mindössze 8 f ágból és 8 mellékágból tev dik össze. Parker és Jones [66] a karakterisztikák módszerével modellezték az artériás rendszerben fellép nyomáshullámokat. A pozitív és negatív karakterisztikák segítségével a nyomáshullámokat el refelé, illetve visszafelé terjed komponensekre bontják fel. Megállapítják, hogy egy szívciklus alatt két domináns el refelé terjed és egy kisebb visszafelé terjed hullám detektálható. Az artériák érfalára lineárisan rugalmas anyagmodellt alkalmaznak. A kutatópáros egy helytelen következtetést is levon a munkájukból, miszerint a hullámterjedési 8

15 sebesség független az artériákban fellép nyomástól. Ezt azonban többek között Anliker [4] mérései is cáfolják. Olufsen et al. [64] az el z ekt l eltér en önkényesen két részre bontották az artériás hálózatot. A nagyobb átmér j artériákban kialakuló áramlások számítására kétlépéses Lax-Wendro módszert alkalmaztak. Ezzel szemben a kisebb artériákban kialakuló áramlást impedancia módszerrel határozták meg. A kisebb méret artériák - azaz az arteriolák - szolgáltak a nagyobb méret ágak lezárásaként. Ezeket a kis artériákat strukturált fa szerkezetbe fogták össze. A szerz k így modellezték az artériás rendszer végén található, kisméret artériákból és hajszálerekb l álló hálózati részt. A létrehozott artériás modellen futtatásokat végeztek és eredményeiket orvosi mérésekkel hasonlították össze. Igen jó egyezést tapasztaltak egyes artériák esetén a számított és a mért nyomásjelek között. Ezenkívül a szerz k az eredményekkel kapcsolatban megállapítják, hogy azok megfelelnek az orvosi tapasztalatoknak. Így például a szisztolés nyomás értéke a szívt l távolodva n, illetve az artériás középnyomás kismértékben csökken. A szerz k ugyanakkor megemlítik, hogy az egyszer ség kedvéért elhanyagolták az érfal viszkoelasztikus hatását és lineárisan rugalmas anyagmodellt használtak. Az aktuális kutatások közül meg kell említeni Wang és Parker [92] munkáját. A szerz páros 55 ágból álló artériás hálózati modellen végzett számításokat. Számítógépes algoritmusuk a karakterisztikák módszerére épül. Az egyes artériákban fellép hullámterjedési sebességeket a Moens-Korteweg összefüggéssel (2.2) határozták meg, így ebben a modellben is elhanyagolják a hullámterjedési sebesség nyomásfügg ségét. Továbbá nem veszik gyelembe az artériás érfal viszkoelasztikus viselkedését sem. Az artériás érszakaszok végére lineáris karakterisztikájú ellenállásokat helyeztek. Az ellenállások értékeit Stergiopulos [77] adatai alapján állították be. Azer és Peskin [6] kétlépéses Lax-Wendro módszerrel számolják az artériás hálózatban kialakuló véráramlást. Munkájukat az teszi érdekessé, hogy az egydimenziós kontinuitásés mozgásegyenlet mellett gyelembe veszik Womersley elméletét is. Ennek köszönhet en becslést tudnak adni az egydimenziós modell segítségével az egyes keresztmetszetekben kialakuló sebességprolokra is. A kis átmér j artériákat Olufsen et al. [64] alapján vették gyelembe, azaz strukturált fa szerkezetet deniáltak a f ágak végére. A felépített artériás érhálózat azonban igen egyszer, 29 ágból tev dik össze. Az érfal viszkoelasztikus viselkedését ebben a munkában sem veszik gyelembe. Zamir [99] a szív koronária ereiben fellép véráramlás számításának módszereivel foglalkozik. A könyvben áttekintést kapunk különböz koncentrált és elosztott paraméteres modellek alkalmazásának lehet ségeir l. A koncentrált paraméter modellekr l megállapítja, hogy azok csak abban az esetben lehetnek kell en pontosak, ha egyaránt tartalmaznak ellenállás, induktivitás és kapacitás elemeket. Csak így lehet gyelembe venni a vér viszkozitását, tehetetlenségét és az érfalak tágulékonyságát. A szerz négy, koncentrált elemekb l álló kapcsolást vizsgál részletesen. Az eredményekb l többek között megállapítja a viszkoelasztikus hatások jelent ségét. Reymond et al. [71] a Stergiopulos féle artériás hálózati modellt fejlesztették tovább. A modellt kiegészítették egy szívmodellel, illetve az érfal viszkoelaszticitásának gyelembevételére is beépítettek egy egyszer sített modellt. Az érfal anyagtulajdonságait két részre 9

16 osztották fel: egy nemlineáris rugalmas, illetve egy viszkoelasztikus összetev re. A numerikus megoldást véges dierenciák módszerével végezték el. Számítási eredményeiket mérésekkel hasonlították össze és kvalitatív egyezést állapítottak meg. Számos összefoglaló munka született az artériás érhálózat modellezésével kapcsolatban. Ezek közül ki kell emelni Pedley [9] munkáját, amelyben a teljes érrendszerr l nyújt áttekint képet. Aktuális és igen részletes munka továbbá a van de Vosse et al. [91] által készített összefoglaló, amelyben az artériás érhálózat modellezésének különféle módszereit tekintik át. Ismertetik a különböz matematikai-zikai modelleket, foglalkoznak a peremfeltételek problémakörével, illetve orvosi alkalmazásokat mutatnak be Érfal anyagmodellek A bevezetésben már megemlítettük, hogy az érfalak viszkoelasztikus tulajdonságokkal rendelkeznek (Monos [58]). Az el z áttekintésben is látható, hogy viszonylag kis hangsúlyt kapott az artériás modellhálózatok felépítésénél a viszkoelasztikus érfalak gyelembe vétele. Belátható viszont, hogy ez a hatás nem elhanyagolható, különösen akkor nem, ha a vénás érrendszert is modellezni szeretnénk. Az érfalak nemlineáris viselkedését már Streeter és Wylie [79] is gyelembe vették a nagy rugalmas csövekben létrejöv áramlások leírásában. A nemlinearitást a rugalmassági modulus cs átmér t l való függésével veszik gyelembe. ( ) β E d = (2.3) E 0 d 0 ahol E 0 kezdeti rugalmassági modulus, d cs átmér (vagy érátmér ), d 0 pedig a kezdeti cs átmér (vagy érátmér ). A (2.3) összefüggésben β = 0 visszaadja a lineárisan rugalmas anyagmodellt. β zérustól eltér értékei esetén nemlineáris összefüggés adódik a feszültség és a cs fali deformáció között. Amennyiben a modellt érfalak leírására használjuk, úgy csak a β > 1 esettel érdemes foglalkozni, mivel ekkor az átmér növekedésével a rugalmassági modulus is n. Tehát az érfal a tágulás során megmerevedik. Ennek következtében a cs szakaszban uralkodó hullámterjedési sebesség is megn. Ez egybevág a mérési tapasztalatokkal (Anliker et al. [4]). A leíró egyenletek részletezése és a β paraméter változtatásának vizsgálata megtalálható az eredeti leírásban ([79]). Az érfalak viselkedése hasonlít az úgynevezett hiperelasztikus anyagok viselkedésére (Halász [28]). Ezek a gumiszer, illetve polimer anyagok feszültség hatására nagymértékben deformálódnak, majd a terhelés megsz nése után maradó alakváltozás nélkül visszanyerik az eredeti állapotukat. Az ilyen anyagok mechanikai viselkedésének leírásához dolgozták ki az úgynevezett Mooney-Rivlin féle anyagmodellt (Taylor és Gerrard [82]). Till [84] alkalmazta egyaránt a Streeter-Wylie, illetve a Mooney-Rivlin féle anyagmodelleket az artériás érhálózat modelljének felépítéséhez. A számítási eredmények azonban nem mutattak jelent s különbséget a két anyagmodell között. Alapvet probléma az el bb tárgyalt anyagmodellekkel, hogy nem képesek leírni a viszkoelasztikus viselkedést. Ez többek között megmutatkozik abban, hogy a fel- és a leterhelés 10

17 között nem jelenik meg a korábban már tárgyalt hiszterézis. Till [85] nemlineáris elasztikus anyagmodellt felhasználva hozott létre viszkoelasztikus anyagmodellt. Szétválasztotta egymástól a felterhelés (szisztole) és a leterhelés (diasztole) nyomásgörbéit, és az egyes szakaszokra eltér modellkonstansokat adott meg. A szakaszokat a nyomás id szerinti deriváltjának gyelésével tudta elválasztani egymástól. Westerhof et al. [95] részletesen megvizsgálták az artériák viszkoelasztikus viselkedésére kifejlesztett anyagmodelleket. Ebben a munkában többek között megemlítik a különböz mechanikai modelleket (Maxwell és Kelvin-Voigt elemek), illetve a komplex rugalmassági modulus alkalmazásának lehet ségeit és korlátait tárgyalják. Megállapítják, hogy a kétparaméteres mechanikai modellek csak korlátozottan alkalmazhatók az érfalak viszkoelasztikus viselkedésének leírására. Till et al. [87] egy, a polimertechnikában is el szeretettel alkalmazott, háromparaméteres mechanikai modellt használtak fel egy viszkoelasztikus anyagmodell kifejlesztésére. Egy Kelvin-Voigt elemet, illetve egy ideális rugó elemet kapcsoltak sorba egymással. Feltételezték továbbá, hogy az artériás érfal vékonyfalú cs ként kezelhet, így alkalmazható az úgynevezett "kazánformula". A mechanikai modell leíró egyenleteit a "kazánformula" összefüggésével kombinálva megkapható a viszkoelasztikus anyagmodell egyenlete. Ezt az egyenletet a mozgásegyenlettel és a kontinuitás egyenlettel együtt kell megoldani. Till et al. [87] a numerikus megoldáshoz a véges dierenciák módszerét alkalmazták. Egy méréssorozatot is végrehajtottak egy viszkoelasztikus tulajdonságokkal rendelkez szilikoncsövön. A cs elején és a cs végén elhelyezett nyomástávadókkal mérték a nyomás id jeleket. A mérési eredményeket számítással igyekeztek reprodukálni. A viszkoelasztikus anyagmodellel végzett futtatások sokkal jobban közelítették a mérési eredményeket, mint a Mooney-Rivlin féle modellel ([28]). Az érfalak viszkoelaszticitásával kapcsolatosan az aktuális kutatások közül meg kell említeni Bessems et al. [12] eredményeit. A kutatócsoport háromparaméteres mechanikai modellt használt fel egy artériás szakasz érfali viselkedésének leírására. Az alkalmazott mechanikai modell eltér a Till et al. [87] által kifejlesztett modellt l, ugyanis itt egy Standard-Solid modellt használtak fel a kutatók. Egyenleteik megoldásához spektrális módszereket alkalmaztak, eredményeiket pedig mérésekkel vetették össze. Poliuretán csövön végeztek méréseket - a mérési elv hasonló a Till et al. [87] által elvégzett kísérletekéhez. A szerz k végkövetkeztetésként megállapítják, hogy az általuk kifejlesztett viszkoelasztikus anyagmodell alkalmas lehet arra, hogy azt beépítsék egy artériás hálózatot leíró modellbe. Összefoglalásképpen megállapítható, hogy sok módszert dolgoztak ki az artériás érhálózat modellezésével kapcsolatban. A koncentrált paraméter modellek alkalmazása mellett egyre inkább elterjedtek az elosztott paraméter modellek. Utóbbiak megoldásához bevált matematikai eszköz a karakterisztikák módszere. Ezzel a módszerrel több artériás modellhálózatot is felépítettek, de ezek egyrészt nem elég részletesek (csak néhány ágból állnak), másrészt pedig nem, vagy csak jelent s elhanyagolásokkal veszik gyelembe az érfalak viszkoelaszticitását. A jelen munka egyik célja egy olyan viszkoelasztikus anyagmodell kidolgozása, amely egyrészt gyelembe veszi az érfal nemlineáris alakváltozását, másrészt pedig kezelni tudja az érfal fel- és leterhelése során kialakuló hiszterézist. A modellt úgy dolgoztuk ki, hogy az 11

18 beilleszthet legyen az egydimenziós kontinuitás és mozgásegyenletekbe, lehet vé téve ezzel a karakterisztikák módszerének alkalmazását. A viszkoelasztikus anyagmodellt beillesztettük egy cs hálózatokban kialakuló instacionárius 1D áramlások számítására alkalmas programcsomagba (Tranziens Szimulátor). A fejezetben bemutatjuk a modellnek egy olyan változatát is, amely gyelembe veszi az érfal transzmurális nyomásnövekedés hatására bekövetkez merevedését Centrális aortanyomás meghatározása Az el z fejezetben részletesen bemutattuk az artériás rendszer modellezésével kapcsolatos törekvéseket. A kutatások célja, hogy egy a valóságot megfelel mértékben közelít artériás modellhálózat álljon el. Egy ilyen hálózaton különböz érrendszeri betegségek hatását lehet vizsgálni. Lehetséges például az érfalak meszesedésének vizsgálata, amennyiben is bizonyos artériás érszakaszoknak megnöveljük a merevségét, illetve érsz kületeket is lehet szimulálni az érrendszer tetsz leges pontjaiban. Lehet ség van azonban más, orvosi szempontból lényeges paraméterek kiszámítására is. Ilyen paraméter lehet a centrális aortás vérnyomás meghatározása. A jelen fejezetben a centrális aortás vérnyomás számítására kidolgozott módszereket tekintjük át, bemutatjuk a témával kapcsolatos szakirodalmat és értékeljük az eddig elvégzett kutatásokat. A centrális aortás vérnyomás az orvosok számára számos érrendszeri megbetegedés diagnosztizálása és kezelése szempontjából fontos információt hordoz. Az aortában mérhet nyomásgörbe tájékoztatást ad az artériás érfalak állapotáról (compliance, hullámterjedési sebességek, stb.). Számos aktuális kutatás rámutatott arra, hogy a centrális aortás vérnyomásból sokkal pontosabb következtetéseket lehet levonni, mint a felkaron mért vérnyomásból (Williams és Lacy [96], Pini et al. [68], Wang et al. [93]). A felkari vérnyomás mérésére többféle módszer létezik, ezek mind egyszer en végrehajthatók. Ezzel szemben a centrális aortás vérnyomás mérése kizárólag invazív módon történhet katéterezéssel. Ez igen bonyolult, id igényes módszer, ráadásul bizonyos kockázati tényez ket is hordoz magában (pl. vérrögök kialakulása). Számos módszer létezik a centrális aortás vérnyomás becslésére - ezek nagy része a felkaron mért vérnyomásgörbéb l indul ki. A kutatók egyik csoportja átviteli függvények alkalmazásával számítja ki a centrális aortás vérnyomást. Karamanoglu et al. [40] frekvenciatartományra érvényes átviteli függvényt deniáltak. Diszkrét Fourier-transzformáció (DFT) alkalmazásával becslést tudtak adni a centrális aortás nyomásgörbére. Ett l eltér átviteli függvényt hoztak létre Chen et al. [17]. Egy úgynevezett lineáris ARX modellt használtak a számításaikhoz. Adott számú páciensen egyszerre mérték meg a felkari- és a centrális aortás vérnyomásgörbéket. Ezek után egy lineáris összefüggést deniáltak a felkari vérnyomásgörbe és a centrális aortás vérnyomásgörbe pontjai között. Az összefüggésben alkalmazott ismeretlen konstansok száma határozta meg a modell rendjét. Fetics et al. [22] ezt a modellt fejlesztették tovább. Az alapvet probléma ezekkel a módszerekkel az, hogy az átviteli függvényt adott pácienseken végzett mérések alapján határozzák meg. Hope et al. [34, 35] a kutatásaikban 12

19 rámutattak arra, hogy ezeket az átviteli függvényeket nem lehet általánosan alkalmazni, mert er s függést mutatnak az életkortól, illetve a különböz érrendszeri betegségekt l. További módszer a centrális aortás vérnyomás számítására a felkari vérnyomásgörbén található egyik inexiós pont gyelése, amely közvetlenül a szisztolés nyomáscsúcs után található. Pauca et al. [67] megállapították, hogy ez az inexiós pont igen jó közelítése a centrális aortás nyomáscsúcsnak. Adji et al. [1] megmutatták, hogy az ezzel a módszerrel meghatározott centrális aortás nyomásértékek gyakorlatilag megegyeznek az átviteli függvényekkel meghatározott nyomásértékekkel. Williams et al. [97] egy teljesen új módszert vezettek be a centrális aortás vérnyomás meghatározására. Egy n pontos mozgóátlagot alkalmaztak a felkari vérnyomásgörbére (itt n a mérési pontok száma). Feltételezésük szerint a mozgóátlag segítségével ki lehet sz rni az artériás érrendszer jeler sít (amplitúdó növel ) hatását. A módszert összehasonlították az átviteli függvények, illetve az inexiós pont módszer által becsült centrális aortás vérnyomásokkal. Megmérték továbbá adott pácienseken a centrális aortás vérnyomást és ezekkel az eredményekkel is összevetették a módszerüket. A szerz k a méréseik alapján úgy találták, hogy az n/4 pontból álló mozgóátlaggal lehet a legpontosabb becslést adni a centrális aortás vérnyomásra. Ugyanakkor megemlítik, hogy a módszerük csak a centrális aortás nyomás csúcsát adja meg, nem pedig a teljes vérnyomás görbét. Ugyanez igaz az inexiós pont módszerre is. Meg kell jegyezni továbbá, hogy a felsorolt eljárásoknak (átviteli függvény, inexiós pont, mozgóátlag) nincs semmiféle hemodinamikai alapja, hanem formális módszerek, amelyek méréseken és meggyeléseken alapszanak. A jelen munkában bemutatunk egy olyan módszert, amelyik az egy dimenziós artériás érhálózati modellre támaszkodva képes becslést adni a centrális aortás vérnyomásgörbére. A kontinuitás- és mozgásegyenletek, illetve a 3. fejezetben bemutatott viszkoelasztikus anyagmodell felhasználásával kidolgoztunk egy olyan matematikai módszert, amely képes becslést adni a felkari vérnyomásgörbe ismeretében a centrális aortás vérnyomásgörbére Érfal összenyomódás, vénás izompumpa, kapcsolt szimulációk A bevezetésben már megemlítettük, hogy a vénákban az artériás rendszert l eltér mechanizmusok hozzák létre a véráramlást. Az egyik ilyen mechanizmus a vénás érszakaszokat periodikusan összeprésel küls nyomás hatása. Ezt a küls gerjesztést okozhatják a vénákkal párhuzamosan futó artériák pulzálása, illetve a vázizomzat ismétl d összehúzódása és elernyedése. Ez utóbbi hatást nevezik vénás izompumpának. A vénás izompumpa szerepe kiemelked, nélküle ugyanis álló testhelyzetben a vér nem tudna visszaáramlani a szív felé (nélküle az ember "elvérezne" a saját vénáiba Molnár et al. [57] szerint). Ezt a jelenséget nevezik ortosztatikus intoleranciának. A szerz k megállapítják, hogy álló, mozdulatlan testhelyzetben, amikor a vénás izompumpa nem m ködik, a boka tájékán akár mmhg transzmurális nyomás is kialakulhat. Ez nagymértékben tágítja az érfalat, illetve rongálja a vénabillenty ket. Egyes vénaszakaszokban 13

20 pangó zónák alakulnak ki, ami megnöveli a trombózis veszélyét. Aktív izommunka hatására az izompumpa pár másodperc alatt mmhg-re csökkenti a transzmurális nyomás értékét, a szív irányában megindul a véráramlás. O'Donovan et al. [63] mér berendezést fejlesztettek ki a vénás izompumpa-m ködés detektálására. A problémafelvetésben hangsúlyozzák, hogy például hosszú repül utak esetén az egy helyben való ülés miatt szünetel az izompumpa m ködés. A megnövekv trombózisveszély miatt bizonyos id szakonként célszer testgyakorlatokat végezniük az utasoknak. A szerz k olyan mér rendszert fejlesztettek ki, amely két gyorsulásmér segítségével érzékeli az izompumpa m ködést. A mér rendszert egy izomaktivitás mérésére alkalmas berendezéssel (EMG) validálták. A gyakorlatban bizonyos id közönként gyelmezteti az utasokat az ajánlott testgyakorlatok elvégzésére. A vénás érrendszerrel kapcsolatos áramlástechnikai ismeretek igen korlátozottak. Az artériás érhálózattal ellentétben a vénás hálózatra nem léteznek egydimenziós modellhálózatok. Ez f leg annak köszönhet, hogy a szív hatása mellett a vénás izompumpát is modellezni kell. Ráadásul a vénás érfal sokkal vékonyabb az artériás érfalnál és így a rugalmassági modulusa jóval kisebb (azaz a compliance jóval nagyobb). Ennek következtében a deformáció hatása jelent s. A vénás izompumpa-mechanizmussal kapcsolatos kutatásokat két f csoportra lehet bontani. A kutatások egyik része az érfal összenyomódására koncentrál. Negatív transzmurális nyomások esetén ugyanis a vénák összenyomódnak és kiprésel dik bel lük a vér. A másik kutatási terület a vénás billenty kkel kapcsolatos. Ismert tény, hogy ezen billenty k meghibásodása vénás érrendszeri megbetegedésekhez (visszerek, mélyvénás trombózis) vezet. Emiatt fontos feltárni a billenty k m ködésével és tönkremenetelével kapcsolatos mechanizmusokat. A következ kben áttekintjük a vékonyfalú csövek összenyomódásával, illetve a vénás billenty kkel foglalkozó szakirodalmat. Az els, érfal-összenyomódással kapcsolatos kutatások Knowlton és Starling [42] nevéhez köthet k. Egy vastag üvegcs ben összenyomódásra képes vékonyfalú cs szakaszt helyeztek el, amelyen keresztül vért áramoltattak. Az üvegcs ben egy pumpa segítségével tudták növelni a leveg nyomását, amelynek hatására a cs szakasz összenyomódott. A szerz k a berendezéssel a vérkörben fellép ellenállást tudták szabályozni. Az üvegcs b l és a vékonyfalú cs szakaszból álló rendszert elnevezték Starling tartálynak (angolul Starling resistor), ez az elnevezés a mai napig használatos. Holt [32] és Conrad [18] továbbfejlesztették a Starling-tartályt: egy nagyobb méret tartályba két csatlakozót helyeztek és közéjük feszítettek ki egy vékonyfalú szilikon csövet. A tartályt vízzel töltötték fel és biztosították a tartálynyomás változtatásának lehet ségét. A mérések során a tartályban állandó értéken tartották a nyomást, miközben a benne elhelyezked szilikon cs ben változtatták a térfogatáramot. Holt [32] a tartálynyomást és a cs eleji nyomást állandó értéken tartotta, miközben változtatta a cs végi nyomást. Megállapította, hogy a nyomás csökkentésével eleinte n a térfogatáram, majd egy kritikus nyomás elérése után beáll egy konstans értékre. A jelenséget "ow limitation"-nak, azaz térfogatáram-korlátozásnak nevezte el. A kritikus cs végi nyomás értéke minden esetben megegyezik a tartálynyomás értékével, ez az a pont, 14

21 ahol elkezd összenyomódni, összeroppanni a cs szakasz. Conrad [18] a tartálynyomást tartotta állandó értéken és a cs eleji nyomást, illetve ezen keresztül az átáramló térfogatáramot változtatta. Ezzel együtt a cs végi nyomás is változott. A mérést különböz tartálynyomások mellett ismételte meg. Eredményeit a 2.2 ábra mutatja ábra. Nyomáskülönbség a szilikon cs szakasz eleje és vége között a térfogatáram függvényében (Conrad [18] alapján) Jól látszik a merevfalú csövekben mérhet nyomásgörbékt l való eltérés: a térfogatáram növekedésével eleinte a várakozásnak megfelel en n a nyomáskülönbség a cs eleje és vége között. Egy kritikus pont után azonban növekv térfogatáram mellett elkezd csökkenni a nyomás. Ezt a szakaszt nevezik instabil ágnak. Egy lokálisan minimális nyomáskülönbség elérése után pedig újból növekv nyomásokat mérhetünk a térfogatáram növelésével. A kapott jelleggörbék elemzésével a kés bbiek során foglalkozunk majd. Történtek vizsgálatok változó tartálynyomás mellett is (Kamm és Shapiro [39], illetve Jan et al. [37]), de ezek a munkák nem foglalkoztak mélyrehatóan a vénás izompumpa jelenség vizsgálatával. A jelen munka szempontjából fontos megemlíteni Kresch és Noordergraaf [44] kutatásait. A rugalmas szál dierenciálegyenletének megfelel alkalmazásával képesek voltak 15

22 egy matematikai modellt levezetni az összenyomódás számítására. A modell adott transzmurális nyomás és geometriai-, illetve anyagparaméterek mellett meghatározza az érszakasz keresztmetszetének alakját. Kutatásunkhoz ezt a modellt vettük alapul. A rövid áttekintés alapján látszik, hogy számos munka foglalkozott a vékonyfalú csövek összenyomódásával, ezen belül azonban f leg a jelenség stabilitásvizsgálatára koncentráltak. A vizsgálatok jelent s része állandó tartálynyomás mellett vizsgálja a jelenséget. Léteznek ugyan publikációk, amelyekben id ben változó tartálynyomást hoztak létre, a vizsgálatok azonban nem hozhatók összefüggésbe a vénák összenyomódásával, illetve a vénás izompumpa jelenséggel. A jelen munkában Kresch és Noordergraaf [44] munkájára támaszkodva létrehoztunk egy kétdimenziós modellt az érfali összenyomódás modellezésére. Negatív transzmurális nyomások esetén így megkapjuk az érszakasz összenyomódott keresztmetszetét. Ez jelent s el relépés a korábbi feltételezéshez képest, amely szerint a keresztmetszet negatív transzmurális nyomásoknál is kör alakú marad csökken érátmér vel. Összeállítottunk továbbá egy háromdimenziós kapcsolt szimulációs FSI modellt az érfali összenyomódás további vizsgálatára. A számítások eredményeit összehasonlítottuk a kétdimenziós modell eredményeivel. Az összenyomódás jelenségének vizsgálatára egy Conrad [18] által használt tartályhoz hasonló mér berendezést építettünk. A berendezés egyaránt alkalmas állandó és id ben változó tartálynyomások létrehozására. Állandó tartálynyomások mellett validáltuk a mér berendezést. Változó tartálynyomás, illetve külön erre a célra tervezett visszacsapó szelepek alkalmazásával modellezni tudtuk a vénás izompumpa m ködését. Bebizonyítottuk, hogy a berendezés ilyen körülmények között alkalmas folyadékszállításra. Qui et al. [70] a vénabillenty k záródásának dinamikáját vizsgálták in vitro körülmények között. Méréseikkel igazolták, hogy a billenty k záródását nem a retrográd áramlások, hanem az áramlás hatására a billenty kön kialakuló nyomáskülönbség vezérli. Megállapításaik szerint már a billenty kön fellép legkisebb nyomáskülönbség lezárja a billenty - ket, visszaáramlás ép billenty k esetén gyakorlatilag egyáltalán nem lép fel. Buescher et al. [15] mesterséges vénabillenty ket hoztak létre poliuretán anyagból. Ezeket egy latex anyagból gyártott cs be helyezték, az így létrehozott vénás érszakaszokon pedig méréssorozatot hajtottak végre. Két paramétert változtattak: a billenty k közötti rés nagyságát, illetve a billenty k által alkotott "táskák" mélységét. Megállapították, hogy a mélyebb billenty k esetén kisebb a visszaáramlás, de megn a hemosztázis (azaz a vér pangásának, alvadásának) veszélye is. A billenty k közötti rés nagyságának hatása jóval kisebb, mint a billenty mélység hatása. Buxton és Clarke [16] elvégezték egy vénabillenty 3D modelljének kapcsolt (FSI) szimulációját. A számításban Lattice Boltzmann sémát alkalmaztak a folyadéktér modellezésére. A billenty k mozgásának leírásához pedig egy úgynevezett lattice spring módszert használtak fel. Az így létrehozott numerikus modell a szerz k szerint alkalmas a vénabillenty k dinamikájának modellezésére. A bemutatott eredményekkel kapcsolatban azonban megjegyzik, hogy azok inkább csak kvalitatív szempontból értékelhet k. A jelen munkában bemutatott háromdimenziós kapcsolt szimulációs modell alapján a kés bbiekben vizsgálni lehet a vénás billenty k hatását. 16